DE102010041772B4

DE102010041772B4 - Dual-Source-CT-Gerät und Verfahren zur Spiralabtastung

Info

Publication number: DE102010041772B4
Application number: DE102010041772.6A
Authority: DE
Inventors: Dr. Flohr Thomas
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2010-09-30
Filing date: 2010-09-30
Publication date: 2021-06-24
Anticipated expiration: 2030-10-01
Also published as: US8588363B2; DE102010041772A1; US20120082289A1; CN102440797A; CN102440797B

Abstract

Dual-Source-CT-Gerät (1) mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen(2,3; 4,5), wobei die Detektoren (3,5) in Systemachsenrichtung eine unterschiedliche z-Breite aufweisen und der schmalere Detektor (5) in Umfangsrichtung länger ausgebildet ist als der in Systemachsenrichtung breitere Detektor (3), und einem Computersystem (10) mit einem Programmspeicher mit zumindest einem Computerprogramm (Prg1-Prgn), durch welches im Betrieb das Dual-Source-CT-Gerät (1) eine spiralförmige Abtastung eines Patienten (7) steuert und aus dabei erhaltenen Absorptionsdaten der beiden ungleich breiten Detektoren (3, 5) CT-Bilddaten rekonstruiert.

Description

Die Erfindung betrifft ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen und ein Verfahren zur Spiralabtastung eines Patienten mit dem Dual-Source-CT-Gerät.
Dual-Source-CT-Geräte mit zwei oder drei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen und Verfahren zur Spiralabtastung eines Patienten mit diesen Geräten einschließlich der Rekonstruktionsverfahren zur Erzeugung von Bilddatensätzen aus den damit gewonnenen Schwächungsdaten, insbesondere auch im Rahmen einer EKG-getriggerten Abtastung und Datensammlung, sind allgemein bekannt.
Bei allen bekannten Dual-Source-CT-Geräten mit rotierender Gantry und Verfahren zur Abtastung mit diesen Geräten besteht das Problem, dass es bisher in der Praxis nicht möglich ist, ein mit annähernd normaler physiologischer Frequenz schlagendes Herz innerhalb einer Ruhephase vollständig abzutasten. Werden jedoch Teilbilddaten aus mehreren zeitlich nacheinander liegenden Herzzyklen zu einem kompletten Bilddatensatz des Herzens zusammengesetzt, so entstehen fast immer Bildartefakte an den Schnittstellen der Bilddaten.
Auf die Druckschrift US 2003 / 0 076 920 A1 wird verwiesen.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen und ein Verfahren zur Spiralabtastung eines Patienten mit dem Dual-Source-CT-Gerät zu finden, wobei mit in der Praxis realisierbarem Kostenaufwand einer Serienfertigung es ermöglicht wird, mit Hilfe einer Spiralabtastung das Herz eines Patienten bei einer Herzfrequenz von deutlich über 60 Schlägen pro Minute vollständig innerhalb der Ruhephase eines Herzzyklus abzutasten.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Dual-Source-CT-Geräte ermöglichen in der EKG-korrelierten Herzbildgebung eine extrem hohe zeitliche Auflösung von einem Viertel der Rotationszeit der Gantry, da zwei um 90° versetzte - in Systemachsenrichtung gleich breite - Detektoren zeitgleich winkelkomplementäre Daten akquirieren. Die hohe zeitliche Auflösung wird dadurch erreicht, dass Teilbilder aus parallel akquirierten Viertelumlaufdatensätzen kombiniert werden. Bei Nicht-Cardio-Anwendungen kann diese hohe Zeitauflösung erhalten bleiben, wenn wie im Cardio-Modus Teilbilder aus parallel akquirierten Viertelumlaufdatensätzen kombiniert werden. Da die Rekonstruktion nicht EKG-korreliert ist, kann der Tischvorschub und damit der Pitch deutlich erhöht werden. Typischerweise hat ein Dual-Source-CT-Gerät einen Detektor mit reduzierter Länge in Umfangsrichtung, also ein eingeschränkten Messfeld. Wird nur in diesem eingeschränkten Messfeld rekonstruiert, z.B. für Kinderprotokolle, kann der Pitch sogar noch deutlich erhöht werden.
Für eine vorgegebene Kollimierung NxS mit N Zeilen und einer Zeilenbreite von S und einem vorgegebenen Pitch kann der Abstand b der ersten und letzten Detektorzeile nach einem Teilumlauf mit Δα = π angegeben werden mit: $b_{min} (π) = \frac{(π + 2 β_{max}) \cdot p i t c h \cdot N \cdot S}{2 π} - (N - 1) \cdot S \cdot c o s (β_{max})$
Dabei bezeichnet β_max den halben Fächerwinkel. Wenn der Pitch zu hoch gewählt ist, entstehen abhängig von der Parallelkoordinate in der Volumenabtastung Lücken. Die Volumenabtastung ist dann lückenlos, falls gilt: $b_{min} (π) \leq S \cdot N / 2$
Aus diesen beiden Gleichungen lässt sich eine Bedingung an den maximalen Pitch ableiten mit: $p i t c h_{max} \leq \frac{(N / 2 + cos (β_{max})) \cdot (N - 1) \cdot 2 π}{N \cdot (π + 2 β_{max})}$
Im eingeschränkten Messfeld lässt sich also ein deutlich höherer Pitch einstellen, wenn der Rekonstruktionswinkel π/2 beträgt. Überdies bleibt die hohe zeitliche Auflösung erhalten.
Hieraus ergibt sich also ein Verfahren, mit dem bei Dual-Source-CT-Geräten der Tischvorschub bei Spiral-CT Aufnahmen gegenüber Single-Source-CT-Geräten deutlich erhöht werden kann. Dabei wird von einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in Patientenlängsrichtung beziehungsweise Systemachsenrichtung oder z-Richtung gleich breiten Detektoren ausgegangen und der damit mögliche z-Vorschub oder Pitch wird mit einem Single-Source-CT-Gerät mit einem in z-Richtung gleich breiten Detektor verglichen. Dabei zeigt sich, dass statt maximalen Pitchwerten von etwa 1.5 bei einem Single-Source-CT-Gerät mit einem Dual-Source-CT-Gerät in Abhängigkeit vom rekonstruierten Messfeld ein Maximalpitch von 3.2 - 3.4 realisiert werden kann. Pitch ist der Vorschub pro Umdrehung dividiert durch die kollimierte Breite des Detektors in z-Richtung. Bei einem Detektor mit 64x0.6 mm Kollimierung als Beispiel ist die kollimierte Breite in z-Richtung - auch z-Breite genannt - 38.4 mm.
Bei maximal möglichem Pitch werden beim Dual-Source-CT-Gerät Daten aus etwa einer Viertelrotation pro Detektor zur Bildrekonstruktion verwendet. Die zeitliche Auflösung der mit diesem Scanmode erzeugten Bilder beträgt also etwa ein Viertel der Rotationszeit des Dual-Source-CT-Gerätes. Dieses Verfahren eignet sich also für sehr schnelle Volumenscans mit hoher zeitlicher Auflösung. Gleichzeitig ist auch bekannt, dieses Verfahren zusammen mit einer EKG-Triggerung so zu verwenden, dass die Datenaufnahme an einer vom Benutzer wählbaren z-Position - z. B. der Herzbasis - in einer vom Benutzer wählbaren Phase des Herzzyklus des Patienten startet.
Bei hinreichend großer z-Breite der beiden Detektoren - z. B. 64x0.6 mm je Detektor - ist es damit möglich, das gesamte Herz des Patienten in einer vorgegebenen Herzphase in nur einem Herzzyklus aufzunehmen. Bei zwei Detektoren mit je 64x0.6 mm Kollimierung und 0.28 s Rotationszeit z. B. beträgt der maximale Tischvorschub bei Pitch 3.2 - 3.4 etwa 430 - 460 mm/s. Das Herz mit einer z-Ausdehnung von etwa 12 cm kann so in etwa 0.26 - 0.28 s abgedeckt werden. Dazu kommt die Aufnahmezeit eines Bildes von etwa 75 ms in diesem Beispiel, was einer gesamten Datenaufnahmezeit von etwa 0.34 - 0.36 s entspricht. Diese Zeit reicht aus, um das Herz bei niedrigen Herzraten in der Diastole, also der Ruhephase, bewegungsartefaktfrei abzubilden.
Dieses Verfahren wird als so genannte „Flash-Spirale“ im CT-Gerät vom Typ SOMATOM Definition Flash der Anmelderin eingesetzt. Allerdings muss die Herzrate für dieses Verfahren bei zwei Detektoren mit je 64x0.6 mm Kollimierung wie im „Definition Flash“ sehr niedrig sein, das heißt typischerweise nach bisherigen klinischen Erfahrungen unter 60 Schlägen pro Minute. Bei höheren Herzraten ist die gesamte Datenaufnahmezeit zu lang, und Teile des Herzvolumens werden in bewegten Herzphasen aufgenommen, was zu Bewegungsartefakten und damit zu klinisch nur eingeschränkt brauchbaren Ergebnissen führt.
Grundsätzlich ist es möglich, durch weitere Verkürzung der Rotationszeit des Scanners die Vorschubgeschwindigkeit zu erhöhen, um die Aufnahmezeit für ein Herz zu verkürzen, allerdings ist dies nur mit erheblichem mechanischen Aufwand und erheblichen Kosten machbar. Eine weitere naheliegende Option ist die Verbreiterung beider Detektoren in der z-Richtung. So würden zwei Detektoren mit z.B. 128x0.6 mm Kollimierung anstatt 64x0.6 mm Kollimierung theoretisch eine Verdoppelung der Vorschubgeschwindigkeit erlauben. Allerdings steigen hier die Kosten für das CT-Gerät unverhältnismäßig, denn die Detektoren sind typischerweise der teuerste Bestandteil eines CT-Gerätes, und die Kosten steigen in etwa linear mit der z-Breite des Detektors.
Der Erfinder hat jedoch erkannt, dass es sinnvoll ist ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung ungleich breiten Detektoren auszustatten, also nur einen Detektor breiter zu machen. Zum Beispiel kann die z-Breite eines Detektors A bei B₁= 64x0.6 mm belassen werden, während der Detektor B auf eine z-Breite von B₂= 128x0.6 mm vergrößert wird. Mit dieser Anordnung mit zwei Detektoren A und B der Breiten B₁ und B₂, mit B₂ > B₁, ist es möglich, den maximalen Tischvorschub gegenüber einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung gleich breiten Detektoren der Breite B₁ deutlich zu erhöhen, ohne gleichzeitig beide Detektoren breiter machen zu müssen.
Erfindungsgemäß habe zum Beispiel der Detektor A $N_{q}^{1}$
Detektorzeilen der kollimierten Breite S und der Detektor B $N_{q}^{2}$
Detektorzeilen der kollimierten Breite S, mit $N_{q}^{2} > N_{q}^{1} .$
Der Pitch p kann mit Bezug auf die gesamte z-Breite $N_{q}^{1} \cdot S$
des in z-Richtung schmaleren Detektors A definiert werden. Durch standardmäßiges azimutales Rebinning der in Fächergeometrie aufgenommenen Schwächungsdaten entstehen Paralleldaten mit bestimmten Parallelprojektionswinkeln θ. Betrachtet man - wie allgemein üblich - im Folgenden einen „virtuellen Detektor“ im Drehzentrum in Parallelgeometrie, so ergibt sich ein maximal möglicher Pitch p_max durch die Forderung, dass der Strahl am Messfeldrand der obersten Detektorzeile des Detektors B mit der Parallelkoordinate $b_{max} = - R_{F} β_{max}$
und der Zeilennummer q2 = 0, und der komplementäre Strahl am Messfeldrand der untersten Detektorzeile des Detektors A mit der Parallelkoordinate b̃_max =R_Fβ_max und der Zeilennummer $q_{1} = N_{q}^{1} - 1,$
nach einer Viertelrotation des Mess-Systems in z-Richtung um weniger als eine kollimierte Schichtdicke S voneinander entfernt sind, um eine wohldefinierte Spiralinterpolation zu ermöglichen. β_max ist dabei der maximale Fächerwinkel im gewünschten Messfeld, R_F ist der Abstand des Röhrenfokus vom Drehzentrum des CT-Scanners.
Man erhält für die entsprechenden z-Positionen dieser Strahlen für den Detektor A $z^{A} ({\tilde{b}}_{max}, N_{q}^{1} - 1) = (\frac{1 - N_{q}^{1}}{2}) S cos β_{max} + z_{r o t} \frac{β_{max}}{2 π}$
und für den Detektor B $z^{B} (b_{max},0) = (\frac{N_{q}^{2} - 1}{2}) S cos β_{max} - z_{r o t} \frac{β_{max}}{2 π} .$
z_rot ist der Vorschub pro Umdrehung in mm.
Aus der Bedingung $(z^{A} ({\tilde{b}}_{max}, N_{q}^{1} - 1) + \frac{z_{r o t}}{5}) - z^{B} (b_{max},0) = (1 - \frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2}) S cos β_{max} + z_{r o t} (\frac{2 β_{max} + \frac{π}{2}}{2 π}) \leq S$
folgt mit $z_{r o t} = N^{1}_{q} * S * p$
sofort $p_{max} = \frac{2 π (1 + (\frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2} - 1) cos β_{max})}{N_{q}^{1} (2 β_{max} + \frac{π}{2})},$
wobei der Pitch p auf den schmäleren Detektor A mit N¹ _q Zeilen bezogen ist.
Im Vergleich zu einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei gleich breiten Detektoren mit $N_{q}^{2} = N_{q}^{1}$
ist der maximale Pitch um den Faktor $F (N_{q}^{2}, N_{q}^{1}) = \frac{1 + (\frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2} - 1) cos β_{max}}{1 + (N_{q}^{1} - 1) c o s β_{max}}$
höher.
Im Drehzentrum, für β_max=0, gilt $F (N_{q}^{2}, N_{q}^{1}) = \frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2 N_{q}^{1}} .$
Im obigen Beispiel könnte der Pitch für $N_{q}^{2} = s N_{q}^{1}$
also im Drehzentrum um den Faktor 3/2 vergrößert werden. Statt Pitch 4, wie bei zwei Detektoren mit N^l _q, wäre nun Pitch 6 im Drehzentrum möglich.
Bei einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung ungleich breiten Detektoren, mit 64x0.6 mm Kollimierung und 128x0.6 mm Kollimierung, und 0.28 s Rotationszeit beträgt der maximale Tischvorschub bei Pitch 4.8 etwa 660 mm/s. Das Herz mit einer z-Ausdehnung von etwa 12 cm kann mit dieser modifizierten Anordnung in nur etwa 0.18 s abgedeckt werden. Das erfindungsgemäße Gerät ist also wesentlich schneller als ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung gleich großen Detektoren mit je 64x0.6 mm Kollimierung, das dafür 0.26 - 0.28 s benötigt.
Dual-Source-CT-Geräte mit zwei in z-Richtung gleich breiten Detektoren verwenden beim Maximalpitch je etwa eine Viertelrotation an Daten in Parallelgeometrie pro Mess-System für die Bildrekonstruktion. Die zeitliche Auflösung beträgt deshalb etwa ein Viertel der Rotationszeit des Dual-Source-CT-Gerätes. Bei Dual-Source-CT-Geräten mit zwei in z-Richtung ungleich breiten Detektoren sind die zur Rekonstruktion verwendeten Datenintervalle unsymmetrisch. Das zur Bildrekonstruktion notwendige Halbumlaufintervall in Parallelgeometrie kann daher so aufgeteilt werden, dass der in z-Richtung breitere Detektor mehr beiträgt, der in z-Richtung schmälere Detektor weniger. Näherungsweise trägt Detektor B dann ein Datenintervall der Länge $\frac{N_{q}^{2}}{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}} π$
zur Bildrekonstruktion bei, Detektor A dagegen ein Datenintervall der Länge $\frac{N_{q}^{1}}{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}} π .$
Im obigen Beispiel mit $N_{q}^{2} = 128$
und $N_{q}^{1} = 64$
trägt deshalb der breitere Detektor B etwa 120° zur Bildrekonstruktion bei, Detektor A dagegen nur etwa 60°. Da die zeitliche Auflösung durch das längere der beiden Datenintervalle gegeben ist, beträgt bei 0.28 s Rotationszeit die zeitliche Auflösung nicht mehr 75 ms, sondern etwa 100 ms. Diese leichte Verschlechterung der zeitlichen Auflösung ist aber in der Praxis weniger bedeutsam als die Verkürzung der gesamten Aufnahmezeit.
Insgesamt beträgt die gesamte Datenaufnahmezeit bei der Aufnahme des Herzens mit einer Länge von 12 cm mit der asymmetrischen Anordnung mit verschieden breiten Detektoren etwa 0.18 s + 0.1 s = 0.28 s, während sie bei der symmetrischen Anordnung mit zwei gleichen Detektoren bei etwa 0.34 - 0.36 s liegt. Das Herzvolumen lässt sich so also mit einer insgesamt deutlich kleineren gesamten Aufnahmezeit abdecken, und es ist damit möglich, auch bei höheren Herzraten das Herz in der bewegungsarmen Ruhephase ohne Artefakte abzubilden.
Mit dieser hier vorgeschlagenen Aufnahmetechnik für ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung ungleich breiten Detektoren lässt sich eine breitere Einsetzbarkeit der eingangs beschriebenen Flash-Spirale auch bei Patienten mit höheren Herzraten erreichen, weil der maximale Tischvorschub weiter erhöht werden kann und so die gesamte Datenaufnahmezeit weiter verkürzt werden kann. Die Erhöhung des maximalen Tischvorschubs lässt sich erreichen, ohne dass beide Detektoren in z-Richtung verbreitert werden müssen. Anders als erwartet reicht es aus, nur einen Detektor zu verbreitern. Dadurch lassen sich die Kosten für das CT-Gerät deutlich reduzieren.
Entsprechend den oben geschilderten Grundgedanken schlägt der Erfinder ein verbessertes Dual-Source-CT-Gerät und ein verbessertes Verfahren zur Spiralabtastung eines Patienten mit einem solchen Dual-Source-CT-Gerät vor.
Das erfindungsgemäße Dual-Source-CT-Gerät verfügt über zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordnete Fokus-Detektor-Systeme, wobei die Detektoren in Systemachsenrichtung eine unterschiedliche z-Breite aufweisen und der schmalere Detektor in Umfangsrichtung länger ausgebildet ist als der in Systemachsenrichtung breitere Detektor, und ein Computersystem mit einem Programmspeicher mit zumindest einem Computerprogramm, durch welches im Betrieb das Dual-Source-CT-Gerät eine spiralförmige Abtastung eines Patienten steuert und aus dabei erhaltenen Absorptionsdaten der beiden ungleich breiten Detektoren CT-Bilddaten rekonstruiert.
In einer vorteilhaften Ausführung des Dual-Source-CT-Gerätes wird vorgeschlagen, dass die Detektoren eine unterschiedliche Anzahl Detektorzeilen aufweisen und das Computerprogramm zur Steuerung des Dual-Source-CT-Gerätes derart ausgestaltet ist, dass es im Betrieb eine Spirale mit einem maximalen Pitch p_maxvon
$p_{max} = \frac{2 π (1 + (\frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2} - 1) cos β_{max})}{N_{q}^{1} (2 β_{max} + \frac{π}{2})}$
steuert, wobei:

$N_{q}^{1}$
der Anzahl der Detektorzeilen des schmaleren Detektors,
$N_{q}^{2}$
der Anzahl der Detektorzeilen des breiteren Detektors, und
β_max der maximale Fächerwinkel des schmaleren Detektors ist.

Ergänzend kann das Dual-Source-CT-Gerät so gestaltet sein, dass beide Detektoren die gleiche Anzahl Detektorelemente und/oder die gleiche wirksame Detektorfläche aufweisen.
Grundsätzlich können hierfür identische und auch die gleiche Anzahl an Detektorelemente tragenden Waver verwendet werden, die lediglich in einer anderen Anordnung zu unterschiedlichen Formaten von Detektoren zusammengesetzt werden müssen. Auch die Ausleseelektronik kann dabei bis auf Softwareänderungen gleichbleiben.
Vorzugsweise kann dann auch der breitere Detektor doppelt so breit sein wie der schmalere Detektor.
Neben dem erfindungsgemäßen Dual-Source-CT-Gerät schlägt der Erfinder auch ein Verfahren zur Spiralabtastung und zur Rekonstruktion von tomographischen Bilddaten eines Patienten mit einem solchen Dual-Source-CT-Gerät mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen mit einer in z-Richtung ausgerichteten Systemachse und in Systemachsenrichtung unterschiedlich breiten Detektoren, wobei sich jeweils zwischen Fokus und Detektor ein Strahlkegel ausbildet, vor, welches die folgenden Verfahrensschritte aufweist:

- Durchführung der Spiralabtastung, wobei für einen Vorschub entlang der Systemachse ein Pitch eingestellt wird, bei dem - bezogen auf durch die Fokus-Detektor-Systeme im Drehzentrum gebildete virtuelle Detektoren - eine Ecke des breiteren virtuellen Detektors, die aus der in Drehrichtung hinteren Detektorelementreihe und in Vorschubrichtung vorderen Detektorelementzeile gebildet wird, mit der in Vorschubrichtung hinteren Detektorzeile des schmaleren virtuellen Detektors überlappt,
- Rekonstruktion von tomographischen Bilddaten aus von den beiden Fokus-Detektor-Systemen stammenden Schwächungsdaten, wobei
- die zur Rekonstruktion notwendigen Daten jeweils aus beiden Detektoren stammen und die Daten des breiteren Detektors in ihrer Anzahl die Daten des schmaleren Detektors überwiegen,
- Ausgabe mindestens eines tomographischen Bilddatensatzes aus den gemischten Daten des schmaleren und des breiteren Detektors.

Vorteilhaft kann die Spiralabtastung und/oder Detektordatenauswahl EKG-getriggert ausgeführt werden.
Weiterhin vorteilhaft kann das Verhältnis der zur Rekonstruktion verwendeten Detektordaten dem Verhältnis der Detektorzeilen der beiden Detektoren angepasst werden.
Auch kann es günstig sein, wenn relativ zum schmaleren Detektor für den breiteren Detektor doppelt so viele Detektorzeilen verwendet werden. Außerdem können die Detektoren so auf der Gantry angeordnet werden und/oder die Drehrichtung der Gantry so gewählt werden, dass der schmalere Detektor bei der Abtastung dem breiteren Detektor folgt.
Mit der Erfindung wird also ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung ungleich breiten Detektoren vorgestellt, die virtuelle Detektoren A mit der kollimierten z-Breite B, und einer Zeilenzahl N¹ und B mit der kollimierten z-Breite B₂ und einer Zeilenzahl $N_{q}^{2},$
mit B₂ > B, bilden. Betrieben werden kann dieses Dual-Source-CT-Gerät bei einer Spiralaufnahme einem maximalen Tischvorschub, der gegenüber einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung gleich breiten Detektoren der Breite B, deutlich vergrößert ist. Der Maximalwert des Pitches bezogen auf den in z-Richtung schmäleren Detektor ist für eine qualitativ hochwertige Spiralbildrekonstruktion mit effektiven Schichtdicken einer Halbwertsbreite, die nicht mehr als das etwa 1.3-fache der kollimierten Schichtdicke beträgt, bis um den Faktor $F (N_{q}^{2}, N_{q}^{1}) = \frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2 N_{q}^{1}}$
gegenüber einem Duq al-Source-CT-Gerät mit in z-Richtung gleich breiten Detektoren der Breite B₁ mit einer Zeilenzahl $N_{q}^{1}$
wesentlich erhöht. Mit diesem Gerät kann auch eine EKG-gesteuerte Spiralaufnahme periodisch bewegter Organe durchgeführt werden, wobei das gesamte Herz in einem Herzzyklus abzutasten ist.
Weiterhin wird eine Bildrekonstruktion bei einem Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung ungleich breiten Detektoren A und B der Breiten B₁ und B₂, mit B₂ > B₁, vorgeschlagen, wobei gemäß dem oben beschriebenen beim maximalen Pitch beziehungsweise maximaler Tischvorschubgeschwindigkeit das zur Bildrekonstruktion notwendige Datenintervall so aufgeteilt werden kann, dass der in z-Richtung breitere Detektor mehr beiträgt, der in z-Richtung schmälere Detektor weniger. Näherungsweise trägt Detektor B dann ein Datenintervall von $\frac{N_{q}^{2}}{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}} π$
zur Bildrekonstruktion bei, während der Detektor A mit einem Datenintervall $\frac{N_{q}^{1}}{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}} π$
beiträgt.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet:

1: Dual-Source-CT-Gerät;
2: erste Röntgenröhre;
3: breiterer, kurzer Detektor;
4: zweite Röntgenröhre;
5: schmalerer, langer Detektor;
6: Gantrygehäuse;
7: Patient;
8: verfahrbarer Patiententisch;
9: Systemachse;
10: Computer;
11: Kontrastmittelapplikator;
12: EKG-Abtastleitung;
A: virtueller schmalerer, langer Detektor;
B: virtueller breiterer, kurzer Detektor;
Prg1 bis Prgn: Computerprogramme.

Es zeigen im Einzelnen:

1: Darstellung der virtuellen unterschiedlich breiten Detektoren eines erfindungsgemäßen Dual-Source-CT-Gerätes im Drehzentrum der Gantry;
2: Darstellung des Verlaufes von maximal möglichem Pitch gegen maximalen Fächerwinkel;
3: erfindungsgemäßes CT-Gerät mit zwei unterschiedlich breiten Detektoren.

Die 1 zeigt zwei virtuelle Detektoren A und B im Drehzentrum eines erfindungsgemäßen Dual-Source-CT-Gerätes. Der Detektor B ist in z-Richtung doppelt so breit wie Detektor A, wobei der schmalere Detektor A auch aus gegenüberliegenden Richtungen in Drehzentrum der Gantry projiziert wurde. Der Pitch in diesem Beispiel ist p = 4.8, bezogen auf den schmaleren Detektor A. Der maximale Pitch p , genauer der maximax mal mögliche Pitch ohne entstehende Datenlücken bei der Spiralabtastung, ergibt sich aus der Bedingung, dass Strahlen am Rand des Messfelds von Detektor B und komplementäre Strahlen von Detektor A um weniger als eine Schichtdicke S voneinander entfernt sind. Der Pfeil zeigt auf die Ecke des breiteren Detektors, die aus der in Drehrichtung hinteren Detektorelementreihe und in z-Richtung vorderen Detektorelementzeile gebildet wird und die mit der in Vorschubrichtung hinteren Detektorzeile des schmaleren Detektors gerade noch überlappt. Es wird also mit dem maximalen Pitch ein Vorschub gewählt, bei dem möglichst wenig redundante Schwächungsdaten bei möglichst geringen Datenlücken erzeugt werden, wobei von einer Datenredundanz bei deckungsgleich entgegen gerichteten Strahlen ausgegangen wird.
Bei einem maximalen Fächerwinkel von etwa 11°, entsprechend einem Cardio-Messfeld von etwa 220 mm Durchmesser, kann ein Pitch von etwa 4.8 bezogen auf den kleineren Detektor gewählt werden, statt etwa 3.2 bei zwei gleich großen Detektoren.
Trägt man - wie in 2 gezeigt - den maximal möglichen Pitch p_max auf der Ordinate als Funktion des größten Fächerwinkels β_max auf der Abszisse für ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung verschieden ausgedehnten Detektoren mit $N_{q}^{2} = 128$
Zeilen und $N_{q}^{1} = 64$
Zeilen auf, so erhält man einen Verlauf entsprechend der durchgezogenen Linie. Zum Vergleich ist der Verlauf des maximalen Pitches p_max als Funktion des größten Fächerwinkels β_max für ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei in z-Richtung gleichen Detektoren mit $N_{q}^{2} = 64$
und $N_{q}^{1} = 64$
aufgetragen. Der maximale Pitch mit verschieden breiten Detektoren ist also deutlich höher.
Die 3 zeigt schließlich ein Beispiel eines erfindungsgemäßen Dual-Source-CT-Gerätes 1 mit zwei Fokus-Detektor-Systemen, welches zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgestattet ist. Die beiden mit in Systemachsenrichtung unterschiedlich breiten und in Umfangsrichtung unterschiedlich langen Detektoren ausgestatteten Fokus-Detektor-Systeme werden durch eine erste Röntgenröhre 2 mit einem gegenüberliegenden breiten und kurzen Detektor 3 - welcher den virtuellen Detektor B gemäß dem oben dargestellten Beispiel bildet - und durch eine zweite Röntgenröhre 4 mit einem weiteren gegenüberliegenden schmaleren jedoch langen Detektor 5 - welcher den virtuellen Detektor A erzeugt - gebildet. Die Fokus-Detektor-Systeme sind auf der Gantry um 90° winkelversetzt angeordnet und befinden sich im Gantrygehäuse 6. Auf dem verfahrbaren Patiententisch 8 befindet sich der Patient 7, der bei der erfindungsgemäßen Untersuchung während des Scans entlang der Systemachse 9 durch das zentral angeordnete Messfeld geschoben wird, so dass relativ zum Patienten eine spiralförmige Abtastung mit großem Pitch erfolgt.
Zur EKG-getriggerten Abtastung kann im Computer 10 auch eine EKG-Auswertung vorgesehen sein, welche mit Hilfe der am Patienten anliegenden EKG-Abtastleitung 12 die EKG-Signale des Patienten 7 auswerten und das CT-Gerät entsprechend steuern kann. Außerdem befindet sich am Patiententisch 8 auch ein Kontrastmittelapplikator 11, der gesteuert vom Computer 10 bei Bedarf eine entsprechende Kontrastmittelapplikation vornehmen kann.
Gesteuert wird das gesamte System durch Computerprogramme Prg₁-Prg_n , die in einem Speicher, auf den der Computer 10 zugreifen kann, niedergelegt sind. In diesem Speicher befindet sich auch Programmcode, welcher die erfindungsgemäße Abtastung und Auswertung der Detektordaten einschließlich deren Rekonstruktion im Betrieb des Systems ausführen kann.
Zusammenfassend wird also durch die Erfindung ein Dual-Source-CT-Gerät mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen und ein Verfahren zur Spiralabtastung und zur Rekonstruktion von tomographischen Bilddaten eines Patienten vorgestellt, wobei die Detektoren in Systemachsenrichtung eine unterschiedliche z-Breite aufweisen und einem Computersystem mit einem Programmspeicher mit zumindest einem Computerprogramm, durch welche im Betrieb das Dual-Source-CT-Gerät eine spiralförmige Abtastung eines Patienten steuert und aus dabei erhaltenen Absorptionsdaten der beiden ungleich breiten Detektoren CT-Bilddaten rekonstruiert, wobei insbesondere eine Spirale mit einem Tischvorschub pro Umdrehung gesteuert wird, der größer ist als der mit dem schmaleren Detektor mögliche maximale Tischvorschub.
Ergänzend wird darauf hingewiesen, dass die hier beschriebenen Abtastungen und Bildrekonstruktionen sich aufgrund der gewünschten hohen Zeitauflösung vornehmlich auf vollständige Abtastungen über einen Winkelbereich von 180° zuzüglich Fächerwinkel (=180°-Abtastung) beziehen und entsprechend mit den Rekonstruktionen Detektordaten aus einem Projektionsintervall von insgesamt 180° je Bild (=180°-Bild) verwendet werden.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen.

Claims

Dual-Source-CT-Gerät (1) mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen(2,3; 4,5), wobei die Detektoren (3,5) in Systemachsenrichtung eine unterschiedliche z-Breite aufweisen und der schmalere Detektor (5) in Umfangsrichtung länger ausgebildet ist als der in Systemachsenrichtung breitere Detektor (3), und einem Computersystem (10) mit einem Programmspeicher mit zumindest einem Computerprogramm (Prg₁-Prg_n), durch welches im Betrieb das Dual-Source-CT-Gerät (1) eine spiralförmige Abtastung eines Patienten (7) steuert und aus dabei erhaltenen Absorptionsdaten der beiden ungleich breiten Detektoren (3, 5) CT-Bilddaten rekonstruiert.
Dual-Source-CT-Gerät (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektoren (3, 5) eine unterschiedliche Anzahl Detektorzeilen aufweisen und das Computerprogramm (Prg₁-Prg_n) zur Steuerung des Dual-Source-CT-Gerätes (1) derart ausgestaltet ist, dass es im Betrieb eine Spirale mit einem Tischvorschub pro Umdrehung steuert, der größer ist als der mit dem schmaleren Detektor mögliche maximale Tischvorschub.
Dual-Source-CT-Gerät (1) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektoren (3, 5) eine unterschiedliche Anzahl Detektorzeilen aufweisen und das Computerprogramm (Prg₁-Prg_n) zur Steuerung des Dual-Source-CT-Gerätes (1) derart ausgestaltet ist, dass es im Betrieb eine Spirale mit einem Pitch von $p_{m a x} = \frac{2 π (1 + (\frac{N_{q}^{1} + N_{q}^{2}}{2} - 1) c o s β_{max})}{N_{q}^{1} (2 β_{max} + \frac{π}{2})}$
steuert, wobei: $N_{q}^{1}$
der Anzahl der Detektorzeilen des schmaleren Detekq tors entspricht, $N_{q}^{2}$
der Anzahl der Detektorzeilen des breiteren Detekq tors entspricht, und β_max der maximale Fächerwinkel des schmaleren Detektors (5) ist.
Dual-Source-CT-Gerät (1) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass Mittel vorgesehen sind, durch welche die Datenaufnahme durch ein physiologisches Signal des Patienten, insbesondere ein EKG, getriggert werden.
Dual-Source-CT-Gerät (1) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der schmalere Detektor (5) in Umfangsrichtung doppelt so lang ist wie der in Systemachsenrichtung breitere Detektor (3).
Dual-Source-CT-Gerät (1) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass beide Detektoren (3,5) die gleiche Anzahl Detektorelemente und/oder die gleiche wirksame Detektorfläche aufweisen.
Dual-Source-CT-Gerät (1) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der breitere Detektor (3) doppelt so breit ist wie der schmalere Detektor (5).
Verfahren zur Spiralabtastung und zur Rekonstruktion von tomographischen Bilddaten eines Patienten (7) mit einem Dual-Source-CT-Gerät (1) mit zwei auf einer Gantry winkelversetzt angeordneten Fokus-Detektor-Systemen (2,3; 4,5) mit einer in z-Richtung ausgerichteten Systemachse (9) und in Systemachsenrichtung unterschiedlich breiten Detektoren (3, 5), wobei sich jeweils zwischen Fokus und Detektor ein Strahlkegel ausbildet, aufweisend die folgenden Verfahrensschritte: 8.1. Durchführung der Spiralabtastung, wobei für einen Vorschub entlang der Systemachse ein Pitch eingestellt wird, bei dem - bezogen auf durch die Fokus-Detektor-Systeme (2,3; 4,5) im Drehzentrum gebildete virtuelle Detektoren (A, B) - eine Ecke des breiteren virtuellen Detektors (B), die aus der in Drehrichtung hinteren Detektorelementreihe und in Vorschubrichtung vorderen Detektorelementzeile gebildet wird, mit der in Vorschubrichtung hinteren Detektorzeile des schmaleren virtuellen Detektors (A) überlappt, 8.2. Rekonstruktion von tomographischen Bilddaten aus von den beiden Fokus-Detektor-Systemen (2,3; 4,5) stammenden Schwächungsdaten, wobei 8.3. die zur Rekonstruktion notwendigen Daten jeweils aus beiden Detektoren (3, 5) stammen und die Daten des breiteren Detektors (3) in ihrer Anzahl die Daten des schmaleren Detektors (5) überwiegen, 8.4. Ausgabe mindestens eines tomographischen Bilddatensatzes aus den gemischten Daten des schmaleren und des breiteren Detektors (5, 3).
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Spiralabtastung und/oder Detektordatenauswahl EKG-getriggert ausgeführt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 8 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis der zur Rekonstruktion verwendeten Detektordaten dem Verhältnis der Detektorzeilen der beiden Detektoren (3, 5) entspricht.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass relativ zum schmaleren Detektor (5) für den breiteren Detektor (3) doppelt so viele Detektorzeilen verwendet werden.